n)来做近似 的说明。接近1且大于1的菲涅耳数相关于近场绕射，其中观察的距离不再被视为远大于 粒子的粒径。近场绕射由菲涅耳绕射来说明。粒子的轮廓的精确的成像，或者甚至是近似 的成像，需要以菲涅耳数大于1的近场来形成。因此，流体腔室120中的粒子的轮廓的精确 的成像，或者甚至是近似的成像，需要从像素数组614到粒子的距离小于粒子的特征尺寸。
[0057] 图7显示入射在直的边缘的障碍物上的光的平面波的绕射效应，其中，边缘的一 侧的区域，其由垂直于入射光的传播方向上的平面内的边缘延伸出，是不透明的，而边缘的 另一侧的区域是透明的。对于直的边缘，在边缘后面的观察屏上所观察到的光的强度I(x) 可表示为
[0058]
[0059] 其中C(x)和S(x)是菲涅耳积分（Fresnelintegrals)，x是在垂直于边缘及垂直 于入射光的传播方向上从边缘到观察点的距离。边缘位于X= 〇处。
[0060] 曲线710, 720和730显示三个不同的菲涅耳数的I(x)，其中菲涅耳数
(由于直边是无限的，故没有特征尺寸，因此，菲涅耳数并不适用于直边的 例子。）。每条曲线710, 720,以及730所显示的强度分布I(x)的单位702是任意的，其是X的函数，X的单位为微米。X的负值对应于障碍物的遮光部分，而X的正值对应于空间的 未遮掩部分。曲线710显示对于Fs= 1. 58的强度分布I(X)，其被标记为712。本例子代 表，例如，500奈米（nm)的波长的照明640入射在流体腔室120中距离像素数组114约10 微米的直边缘障碍物上，其最大强度的点的位置离开边缘约2微米（由箭头714表示）。曲 线720显示对于Fs= 0. 5的强度分布I(X)，其被标记为722。在这种情况下，其最大强度的 点的位置离开边缘约0.6微米（由箭头724表示）。此曲线代表，例如，500奈米（nm)的波 长的照明640入射在流体腔室120中距离像素数组114约1微米的直边缘障碍物上。曲线 730显示对于Fs= 0. 158的强度分布I(X)，其被标记为732。在这种情况下，其最大强度的 点的位置离开边缘约0.2微米（由箭头734表示）。该曲线代表，例如，500奈米（nm)的波 长的照明640入射在流体腔室120中距离像素数组114约0. 1微米的直边缘障碍物上。一 般情况下，最大强度的点离开边缘的位置的偏移可被认为是绕射造成的模糊的量度。
[0061]Jennings等人显不（天文期刊（TheAstronomicalJournal)，118 :3061_3067， 1999):比较大的圆形障碍物可用直边近似来处理，其与精确解的偏差可以忽略不计。因此， 至少曲线720和730的结果是圆形粒子所具有的精确的表示，其中术语圆形粒子是指粒子 为圆形，椭圆形，长圆形，或它们的组合。曲线710与精确解之间可能存在一些不可忽略的 偏差，曲线710至少定性地适用于目前的讨论。在1. 58的菲涅耳数，如曲线710的所示，障 碍物的阴影图像会显示相当模糊的轮廓。最大强度的点移位了约2微米，且强度分布另与 长尺度的强度振荡相关联，其从障碍物的实际位置向外延伸了几微米。对于半径在3和10 微米之间的感兴趣的粒子，其是人类血细胞典型的大小范围，曲线710所示的绕射效应是 显著的。另一方面，在曲线730的情况，移位734和相关联的轮廓的模糊可以忽略不计，且 允许精确地来确定人血液细胞的大小。与曲线720相关联的移724也是足够地小，足以允 许测定人血细胞的大小。
[0062] 图8显示传感器装置600的几个不同的示范性配置的菲涅耳数和最大强度的 点离开粒子的实际位置的移位之间的关系。在直边的近似中，对于在像素数组614上的 流体腔室120中的粒子，其与阴影相关联的光的最大强度的点离开粒子的边缘的移位为
3此，移位ΔΧ可以表示为粒子的特征尺寸和菲涅耳数的函 数。相对偏移被定义为Aχ/a且可被表示为
·因此，相对偏移可被表示为只 是菲涅耳数的函数。
[0063] 曲线图801显示相对偏移Δχ/a，其被标记为820,其是以相对偏移812对菲涅耳 数811绘图。曲线图801显示需要大约75或更大的菲涅耳数，以获得小于10%的相对偏 移。曲线图802显示几个不同的粒径的绝对位移ΔΧ，其是以微米为单位的绝对位移813对 菲涅耳数811绘图。迹线831，832,833,834,835,836，和837分别显示6微米，7微米，8微 米，10微米，12微米，16微米，和20微米的粒径的绝对位移。
[0064] 如上所述，红血细胞和白血细胞之间的区别可能需要次微米的分辨率，或至少是 微米级的分辨率。同样地，不同类型的白血细胞之间的区分可能需要近微米或次微米的分 辨率。因此，在实施例中，传感器装置600被配置成与照明640合作，以产生大于75的菲涅 耳数，使得相对偏移小于10%，或是对于10微米粒径的粒子其移位小于1微米。对于红血 细胞和更小的白血细胞的次微米的分辨率，其为10%或更少量的相对偏移。例如，从光接收 面612到像素数组614的距离671小于0. 67微米，使得位于光接收表面612且被500奈米 波长的照明640照射的10微米直径的粒子，与至少75的菲涅耳数相关联。在另一个实施 例中，菲涅耳数，距离671小于0. 33微米，使得位于光接收表面612且被500奈米波长的照 明640照射的7微米直径的粒子，与至少75的菲涅耳数相关联。在又另一个实施例中，距 离671小于0. 33微米，使得7微米直径的粒子，诸如位于光接收表面612且被500奈米波 长的照明640照射的红细胞，与75的菲涅耳数相关联。在另一个实施例中，距离671足够 小，使得与照明640和位于光接收面612的感兴趣的粒子相关联的菲涅耳数产生小于一个 像素618的大小的△X;其中像素的大小被定义为在平行于光接收表面612的平面上的像 素618的最大尺寸。
[0065] 对于分散在离开光接收表面612的整个样品的粒子的成像，当流体腔室120的高 度672是小的时候，绕射效应可减到最小。因此，在传感器装置600的某些实施例中，高度 672是允许感兴趣的粒子沉积在流体腔室120中的最小的高度。例如，对于人类血液的样 品，高度672是接近或小于20微米。
[0066] 图9显示一个示例性的用于检测粒子的无透镜成像系统900,其利用沉积在用于 捕捉阴影图像的图像传感器上的样品的无透镜阴影成像。无透镜成像系统900是一个类似 于无透镜成像系统300 (图3)的无透镜成像系统100 (图1)的实施例。比较于无透镜成像 系统300,无透镜成像系统900包括传感器装置600 (图6)，而不是传感器装置150 (图1，2 和3)，且包括分析模块910,而不是分析模块310 (图3)。分析模块910包括处理器312 (图 3)和内存920。内存920包括选择性的数据存储器340 (图3)和编码于内存920的非易失 性部分的机器可读指令930。指令930包括阴影图像分析932,其被处理器312执行时，可 确定传感器装置600所产生的阴影图像中的感兴趣的粒子。指令930还包括几何准则934。 处理器312检索几何准则934,依据传感器装置600所产生的阴影图像中的阴影的几何性能 来识别感兴趣的粒子。
[0067] 图10显示一个示例性方法1000,用于产生沉积在图像传感器上的样品的阴影图 像，其是使用图像传感器的样品的无透镜成像。方法1000是方法400(图4)的步骤420的 一个实施例，且可以通过无透镜成像系统900(图9)来执行。
[0068] 在步骤1010中，图像传感器执行无透镜成像以产生位于图像传感器的光接收表 面上的样品的阴影图像。步骤1010包括并行的步骤1012和1014。在步骤1012中，样品被 照明。例如，光源130(图1和9)提供照明640(图6)，用以照明样品，如样品160(图1)， 其位于传感器装置600(图6和9)的流体腔室120(图1和9)中。在步骤1014中，使用图 像传感器的光敏像素数组来检测样品发送的光。例如，像素数组614(图6)检测照明640 样品发送的光。在实施例中，步骤1014包括步骤1015,其执行使阴影图像的绕射效应最小 化或减少的菲涅耳数的检测，如在图6,7和8中所讨论的。
[0069] 图11显示一个示例性方法1100,其用于检测阴影图像中感兴趣的粒子，例如通过 方法1000所产生的阴影图像。方法1100是步骤430(图4)的实施例。方法1100可以由 无透镜成像系统900(图9)来执行。
[0070] 在步骤1110中，检测阴影图像中的感兴趣的粒子。步骤1110包括步骤1112和 1114,在步骤1112中，辨识阴影图像中的阴影。例如，处理器312(图3和9)执行阴影图像 分析932,以辨识图像传感器610接收到（图6和9)的图像阴影中的阴影。为了这个目的， 阴影图像分析932可以包括本领域中已知的方法，如阈值化方法和斑点调查方法。在步骤 1114中，几何准则被用来辨识与感兴趣的粒子相关联的阴影。例如，处理器312利用几何准 则934(图9)来识别与感兴趣的粒子相关联的阴影。步骤1114可以包括步骤1115和1116 中的一个或两个，其分别引用大小准则和形状准则。例如，处理器312从几何准则934检索 大小标准和/或形状标准，以辨识与感兴趣的粒子相关联的阴影。
[0071] 图12显示一个示例性传感器装置1200,其被构造用来对沉积在图像传感器上的 样品进行无透镜荧光成像。传感器装置1200是传感器装置150 (图1，2A，和2B)的一个 实施例，其专为荧光成像。传感器装置1200包括图像传感器1210和设置其上的流体腔室 120(图1，2A，和2B)。图像传感器1210是图像传感器110(图1，2A和2B)的一个实施例。 图12显示传感器装置1200的横截面视图，如图2B的传感器装置150。
[0072] 图像传感器1210包括光接收表面1212,和光敏像素数组1214。光接收表面1212， 例如，是像素数组1214的表面，或者，如图12的所示，由布置在像素数组1214上的层1215 所提供。光接收表面1212,像素数组1214,和层1215分别是图2B的光接收表面112,像素 数组114,和层210的实施例。像素数组1214,例如，是图6的像素数组614。
[0073] 流体腔室120是由光接收表面1212与壁220 (图2B)和盖1230(图2B)所形成， 其类似于图2A和2B所示的传感器装置150的情况。像素数组1214包括位于流体腔室120 下方的像素1218,其用来使其中的样本成像，及位于壁220下方的像素1216。像素1216可 能是暗像素。像素1218和1216分别是图2B的像素218和216的实施例。为清楚地说明， 不是所有的像素1218和1216都被标记在图12中。
[0074] 盖1230包括波长滤波器1231，其可以过滤例如由光源130(图1)产生的照明 1240,以形成荧光激发照明1241。波长滤波器1231可以被包括在用于照明传感器装置1200 的光源，如光源130中，或位于传感器装置1200与光源之间，而不偏离本发明的范围。层 1215是，或包括，波长滤波器，其用于至少透射因荧光激发照明1241而在流体腔室120内产 生的荧光发射的部分。波长滤波器1231例如是短通滤波器或带通滤波器。层1215的波长 滤波器例如是长通滤波器或带通滤波器。在任一种情况下，至少部分地阻挡特定波长以下 的光线。在实施例中，波长滤波器1